專利名稱：圖像導引的定量雙能量數據采集的制作方法
技術領域：
1—本發明一般地涉及醫學成像，特別涉及具有平板數字X射 線探測器的數字X射線醫學成像系統。
背景技術：
10 2—骨骼的骨無機物密度(BMD)反映了由釣含量表示的骨駱
強度。它定義為每單位投影面積的骨無機物的總體質量，單位是為克 每平方厘米。BMD是診斷和治療若干疾病和病癥(其中之一是骨質 疏+^癥)的有效工具。
3— 骨質疏松癥是一種由鈣和骨蛋白的損耗引起骨骼中BMD 15減少的骨骼疾病。骨質疏松癥使人易于骨折，而骨折通常愈合緩慢且
不佳。該疾病在老年人中，特別是絕經后的婦女；在依賴類固醇的患 者中；以及在服用類固醇類藥物的人中更普遍。無抑制的骨質疏杠、癥 能導致體態的改變，身體異形(特別是俗稱為"老婦駝背"的病癥)， 和減退的活動能力。骨質疏松癥的治療包括確保患者的飲食包含充分 20 的鈣和其他促進新骨骼生長所需的礦物質，以及對于絕經后的婦女的 雌激素或混合荷爾蒙補充。
4— 雙能量X射線吸收測量法(DXA或DEXA)是日益重要的 骨密度測量技術。實際上，骨質疏+>癥纟皮世界衛生組織(WHO)定義 為由DXA測量的BMD具有低于峰值骨骼質量(20歲同性健康人平
25 均值)2.5個標準差的值。DXA背后的基本原理是帶兩個不同能量級 的X射線的發射的測量。通過測量多少X射線能量發射透過患者，能 確定患者體內吸收的X射線能量的數量。軟組織和骨骼以不同程度吸 收兩種能量級的X射線。結果，軟組織的X射線的吸收可區別于骨骼的x射線的吸收。然后可將軟組織圖像數據從骨骼圖像數據中減去， 僅留下關于骨駱的圖像數據。然后根椐骨骼圖像數據確定BMD。
5然而，對于治療來說僅有BMD是不夠的。脊柱骨折的跡象 是骨骼病癥的另一重要指標。確定骨折是否出現對于治療和研究這兩 5 個目的都是重要的。患者可能顯示減少的BMD，但醫生在沒有骨折 或畸形的診斷時會遲疑或不愿意開始特定的治療。在研究環境中，作
為臨床研究的進入判據或作為對于特定治療的療效測量，骨折的診斷 在調查人群中骨質疏;^癥的發病和傳播方面是重要的。實際上，歐洲 骨質疏松癥協會已公開了關于骨質疏松癥中臨床實驗的準則，該準則
10 推薦骨質疏松癥的定義為"一種由骨脆性的增加引致一處或多處骨折 的病癥"。另外，該協會提出以骨折減少作為對骨質疏松癥的治療中 使用的新藥物的療效的臨床研究的結束。
6—盡管脊稚骨折的出現或消失在骨質疏松癥的診斷中是關鍵 的，但脊推骨折的診斷通常是困難的。超過一半的這種骨折是無癥狀
15 的，而且在最小癥狀的病例中，明顯的骨折或畸形通常觀測不到，尤 其在沒有以前的放射記錄作比較時更是如此。脊椎形態測量技術保i正 使得脊推骨折或變形的確定更客觀。這些途徑依賴于脊推體大小的某 些指標或標準值。在使用脊推形態測量來診斷骨折過程中，臨床醫生 通常運用模擬放射線成像技術。大體上，拍攝患者脊推的模擬或數字
20 X射線圖像，然后印到固定介質上，例如X射線相片。該相片做成相 對于患者的特定比例，例如一比一，或特定地減少或擴大的比例。然 后臨床醫生通過使用標尺和直規手工地測量脊推的尺寸以及在膠片 上實際繪制以畫出脊稚體的輪廓，以及接著用標尺在直接繪制于膠片 上的基準線之間測量。
25 7—最近出現了用計算機處理這種形態測量技術的成果。這些
成果仍然有賴于要首先獲得脊推的模擬X射線圖像，數字化該模擬圖 像以及接著手工選擇測量點。因此臨床醫生診斷或治療骨質疏松癥必 須最少使用兩個較昂貴的醫學設備骨密度儀和X射線成像設備。此
6外，圖像放大使依賴于模擬或數字的放射線照相的形態測量的技術復
雜化。模擬/數字放射線照相圖像通常比實物尺寸大10_15%，而該 放大根據物體相對于放射線照片平面的位置而變。具體而言，遠離放 射線照相感光板的物體的前邊緣，比靠近放射線照相感光板的后邊緣 5 ;陂更加放大。結果是垂直于感光板的平面的骨骼邊緣，對于形態的測 量應該在扇形束放射線照片上產生尖銳的視覺分界，但卻產生了才莫糊 的邊界。對于錐形束曝光，脊柱的失真在光束最傾斜的錐形束的邊緣 處特別嚴重。對于脊推形態，這種角度形成(angulation)模糊和扭曲 了位于視場的頂部和底部的脊推間的間距(intervertebral spacing),從 10 而使得形態的測量不準確。當測量點留給臨床醫生人工選擇時，這種 不準確被人為錯誤加重。另外，偏差肯定會經常存在于臨床醫生之間 和同一臨床醫生的不同測量之間。
8— 盡管骨密度儀能夠產生圖像，但現有骨密度儀的圖像質量 劣于普通模擬或數字X射線成像系統的圖像質量。對于有意限制分辨
15 率以避免過長掃描時間的掃描系統尤其如此。因此，診斷上一直沒有 依靠骨密度儀的成像能力，并且在本發明以前，骨密度測定系統沒有 用于確定骨骼形態，或用于分析骨骼結構的關系。另外，需要在同一 個使用相似的包括放大和分辨率等的采集條件的放射室中進行骨密 度測定。不幸的是，由于圖像中存在散射，診斷用X射線圖像也不是
20 定量的。
9— 因此，需要一種將診斷用X射線圖像的有利方面與由BMD 采集提供的定量信息相結合的技術。
發明內容
25 10—本發明提出一種將診斷用X射線圖像的有利方面與由 BMD釆集提供的定量信息相結合的技術。該技術利用雙能量X射線 成像系統。該系統用于取得標準數字X射線圖像。該標準數字X射線 圖像用于導引該系統獲得關注區的圖像。另外，該標準數字X射線圖像4皮用于計算不同的肌體和形態測量的參數，例如骨折的長度。該雙
能量數字X射線成像系統用于取得關注區的雙能量圖像。平板數字X 射線探測器探測穿透過患者的關注區的X射線并產生到達探測器的X
射線的強度的數據表示。在因為"R射而校正圖像強度數據后，將對于
5 患者的關注區的每部分的圖像強度數據結合進來，以形成一個或多個 關注區的圖像。可根據經散射校正的圖像強度數據確定BMD。 BMD 和肌理量度(texture metrics)可顯示在標準數字X射線圖像上，也可 顯示在一個或多個雙能量圖像上。
10
11— 參照附圖閱讀以下的詳細描述，這些和其他的本發明的特 征、形態和優點會變得更好理解，附圖中類似的標記表示遍及這些圖
的類似的部分，其中
12— 圖1是具有準直器和大平板數字X射線探測器的雙能量X 15射線醫學成像系統的示意圖，對應于本技術的示范實施例；
13— 圖2是圖1的X射線源、準直器和大平板數字X射線探 測器的圖示，對應于本技術的示范實施例；
14圖3和4是圖2的X射線源和準直器的三維視圖，對應于 本技術的示范實施例； 20 15—圖5是關于使用大視場圖像導引雙能量X射線醫學成像系
統取得較窄視場圖像的處理的框圖，對應于本技術的示范實施例；
16— 圖6是髖關節的大視場圖像，對應于本技術的示范實施例；
17— 圖7是標出股骨頭部中的關注解剖區的圖6的大視場圖 像，對應于本技術的示范實施例；
25 18—圖8是帶有表示放置于關注解剖區上的較窄視場的指引標
記的圖6的大視場圖像，對應于本技術的示范實施例；以及
19—圖9是具有關注解剖區的窄視場的雙能量圖像，對應于本 技術的示范實施例。附圖標記清單
20X射線成像系統
22x射線探測器
24準直器
26x射線源
28壁架
30工作臺
32操作站
34計算機
1036顯示器
38鍵盤
40鼠標
42主x射線
44狹縫
1546散射
48圖像強度數據
50區域
52區域
54曝光范圍
2056方法
58取得圖像
60識別關注區
62計算肌理量度
64減小視場
2566設置系統的位置
'68取得多個圖像
70執行散射校正
72計算BMD
74顯示/存儲
3076X射線圖像
78股骨
80髖骨
82關5主區(region of interest: ROI)
84頭部
3586窗口
88圖像
具體實施例方式
20— 現在參考圖1，本發明將描述為可應用其與示范的成像系 統協作，在該情況中雙能量X射線成像系統，由附圖標記20統一表 示。在示出的實施例中，雙能量X射線成像系統20可用來執行雙能
5 量X射線吸收測量法(DXA)。然而，總的來說應記住可用任何合適 的成像形態使用本技術。具體而言，本技術適用于任何使用大平板數 字探測器的成像系統。另外，也能使用其他技術來確定BMD。
21— 在所說明的實施例中，系統20具有大平板數字X射線探 測器22和可設置在X射線源26上的準直器24。圖像可用系統20的
10 全視場獲得。備選的方式是，可通過使用準直器24減少系統20的視 場以減少由X射線源26產生的X射線的擴散。如下面將更具體地討 論的，準直器24也可用于減少由系統20產生的圖像中嘲:射的影響。 準直器24可在需要時放在X射線源26上或可一直放置在X射線源 26上。在所說明的實施例中，準直器24是可調整的，以可用設于X
15 射線源26上的準直器24獲得全(或寬)視場和縮小(或窄)視場圖 像。在此實施例中，準直器24是狹縫準直器。然而，本技術可用在 不使用狹縫準直器24的成像系統中。例如，本技術可用在具有標準 準直器或完全不帶準直器的成像系統中。
22— 雙能量數字X射線成像系統20能夠使用具有第一能量級 20 的X射線產生關注區的圖像，并接著使用具有第二能量級的X射線產
生關注區的圖像。雙能量X射線成像系統20能夠用不同能量級的X 射線分開地形成骨骼和軟組織的圖像。在此實施例中，在第一能量級 產生的X射線在能量方面低于在第二能量級產生的X射線。這兩個圖 像可數字地組合。軟組織和骨骼以不同程度吸收較低能量的X射線和 25 較高能量X射線，這使得系統20能夠區分由軟組織引起的X射線的 吸收和由骨骼引起的吸收。
23— 另外，雙能量數字X射線成像系統能夠取得標準數字X 射線圖像。標準數字X射線圖像用單能量X射線的單一曝光取得。另夕卜，用完全打開的準直器24取得標準數字X射線圖像，以使得它不 影響圖像。然而，也可用在未全打開的位置中的準直器24獲得標準 數字X射線圖像。
24— 在所說明的實施例中，平板數字X射線探測器22是非晶 5 硅平板，非晶硅平板具有快速連續取得兩個圖像的能力。該圖像采集
速度使得有大的能量差別(達到90kVp)的高低能量圖像能夠轉換成 改善的圖像相減。在此實施例中，雙能量X射線成像系統20的探測 器22和X射線源26安裝于傾斜臺壁架(tilting wall stand) 28上。正 如下面將具體討論的，不是一次性暴露探測器22的整個表面范圍，
10 而是用探測器22來拍攝利用準直器24的較小部分的圖像帶。用傾斜 臺壁架28來繞軸旋轉X射線源26和準直器24,以使得系統能夠拍 攝一系列圖像帶，然后這些圖像帶數字地組合而形成更大的圖像。系 統20也利用了移動擔架或工作臺30，在成像過程中患者可躺于其上。 備選的方式是，系統可配置固定在不同的支架上的平板數字X射線探
15 測器22和X射線源26。例如，平板數字X射線探測器22可固定在 能使探測器22垂直定向的支架,而X射線源26懸桂于使用獨立支架 的天花板上。另外，所說明的系統20的實施例具有操作站32，操作 站32使用計算機34控制系統20來處理閨像。操作站32在本實施例 中包括兩個顯示器36、鍵盤38和鼠標40,以便于系統20和用戶之
20 間的互動。
25— 如圖2概略示出，使用準直器24來減少散射的影響以產 生更精確的患者圖像。在理想情況下，觸及探測器22的X射線只是 由X射線源26在直線路徑中傳播并透過患者而到達纟果測器22的X射 線。這些在理想路徑中傳播的X射線祐:認為是"主"X射線42。主X
25 射線42能夠通過準直器24中的狹縫44。準直器24阻擋由X射線源 26產生的離散的X射線，使之不觸及患者。然而，由探測器22探測 到的其他X射線并沒有遵循該直接路徑。這些X射線被認為是"R射 46。根本上說，散射46是和患者的組織互動而由其原始路徑偏離或變向的x射線。
26—散射對于治療對象體內的X射線的吸收和衰減的探測結 果失真的有影響。探測器22具有探測主X射線42和散射46的像素。 對于符合X射線的原始路徑的探測器22的像素，散射的X射線會顯 5 示為已吸收。另一方面，對于探測散射的X射線的探測器22的像素， 散射的X射線會顯示為已正常地直接穿透過患者。在每種情況中，散 射將錯誤引入圖像強度數椐且因此引入醫學圖像。這種錯誤減少圖像 的對比度，而且可能在圖像中出現模糊，并且可能對基于圖像數椐進
行的分析有不利影響。
10 27——如附圖標記48所示，探測器22上示出了圖像強度數據的
示意曲線圖，該曲線由探測器22探測。圖像強度數據48內的最大強 度發生在探測器22的與狹縫44直線相對的區域中。如附圖標記50 所示，圖像強度數據48的該區域是由探測器22對主X射線42和散 射46的探測引起的。如附圖標記52統所示，圖像強度數據48中的
15 斜坡狀的強度，表示僅有^t射的探測。這些圖像強度數據48的"僅 有散射"區域52不表示任何主X射線42的探測，因為準直器24阻 擋主X射線42使之不到達探測器22的對應部分。然而，圖像強度數 據48的僅有散射區域中的強度，用于估計圖像強度數據48的由主X 射線42和lt射46的探測引起的區域50中的散射成分。然后，將所
20 估計的散射從圖像強度數據48的由主X射線42和散射46的探測引 起的區域50中減去，從而留下僅由主X射線42引起的圖像強度數據 48。
28圖3和圖4概略表示了所說明實施例的將X射線源26和 準直器24組合而形成矩形的圖像曝光范圍，統一由附圖標記54指示。 25 但是，也可用X射線源26和準直器24來產生具有其他形狀和尺寸的 曝光范圍。另外，在系統20的此實施例中，狹縫44約2.5cm寬。如 果需要大于單個曝光范圍的尺寸的圖像，可用傾斜結構例如壁架28 繞軸旋轉X射線源26和準直器24，以在需要的曝光范圍內移動矩形曝光范圍54。在所說明的實施例中，X射線源26和準直器24可從圖 3中的第一位置繞軸旋轉到圖4中的第二位置。如此，矩形曝光范圍 54在探測器22的表面上移動以使得系統20能夠拍攝一系列圖像，這 些圖像可數字地整體地形成關注區的一個或多個圖像。探測器22上 5 可以有從一個曝光部分到下一個曝光部分的一些重疊。另外，系統可 配置成繞軸旋轉到一個位置，然后拍攝較高和較低能量級這兩種圖 像，或者系統20可在一個能量級上走過完整的X射線圖像的序列然 后在另一能量級上重復X射線圖像的序列。
29—如本領域技術人員所知，在產生在不同能量級的圖像數據
10 的實踐中可釆用不同的方法。例如，系統可在每個位置中一并取得兩 個能量級的圖像數據，或遍歷不同的位置取得一個能量級的圖像數 據，接著重復這些相同的位置來取得第二個能量級的圖像數據。更進 一步，如果系統包括能同時取得在兩個不同能量級的圖像數據的雙能 量探測器，則可進行這些能量級的組合采集。
15 30—圖5是概略描述關于在骨骼中進行肌理量度并使用雙能量
X射線成像系統20確定患者BMD的技術的框圖，此方法用附圖標記 56統一表示。在所說明的實施例中，拍攝需要的解剖區的全視場數字 X射線圖像，此步驟由附圖標記58統一表示。需要的解剖區的例子 為髖關節或腰推柱。在示出的實施例中，全視場數字X射線圖像是單
20 能量X射線圖像。然而，也可使用全視場雙能量數字X射線圖像，而 不僅是單能量數字X射線圖像。
31— 在所說明的實施例中，全視場圖像用于識別一個或多個解 剖的關注區，如框60所示。為了幫助識別一個或多個需要的關注區， 可在有或沒有用戶互動的情況下分割單能量X射線圖像。如果全^L場
25 圖像是雙能量數字X射線圖像，可執行雙能量分解或相減以有助于所 需關注區的識別。
32— 全視場圖像也可用于計算這個或這些關注區中骨骼的肌 理量度，此步驟由附圖標記62統一表示。例如，全視場圖像能用于
13測量骨骼中骨折的長度和數量。可使用不同的技術來測量骨折的長
度。在示出的實施例中，根據全視場數字x射線圖像數字地測量骨折
的長度。例如，當骨折顯示在系統20的顯示器36之一上時，用戶可 通過使用鼠標40或其他輸入設備指引顯示器36所顯示的光標移動來 5 描繪骨折。當鼠標40描繪骨折的長度時，系統20能夠根據鼠標40 的移動計算骨折的長度。除了測量骨折的長度以外，可用全視場圖像 得知并獲得其他肌理量度。全視場圖像也可用于分析骨骼的小梁結 構。
33— 在所說明的實施例中，減少成像系統20的視場以取得需 10 要的關注區的雙能量數字X射線圖像，如框64所示。然而，視場也
能減小以取得標準數字X射線圖像。為了減小視場，調節準直器24 將狹縫44的尺寸減到需要的大小。然后可用系統20的減縮視場來取 得雙能量數字X射線圖像。通過減小系統20的視場，可減少雙能量 圖像的采集過程中對患者的曝光。正如以下將具體討論的，數字X射 15線系統20的減縮視場使得在圖像上執行散射校正過程成為可能。
34— 標準X射線圖像用于導引X射線源26和準直器24進入 正確的位置以取得需要的關注區的雙能量圖像，如框66所示。在定 位了標準數字X射線圖像中的關注區后，當在顯示器36上顯示時， 用戶可用鼠標40來將窗口或其他標記置于這個或這些顯示器36上顯
20 示的標準數字X射線圖像的關注區之上。雙能量X射線成像系統20 會將X射線源26和準直器24與該窗口或標記對齊。在所說明的實施 例中，關注區小于縮小的圖傳^見場。然而，當關注區大于減縮視場時， 可執行對患者的多狹縫掃描(multiple slot scans )。多狹縫掃描能數字 地加以組合而產生單個圖像。另外，如上指出，可為多個關注區取得
25 雙能量數字X射線圖像。用戶可用鼠標40選擇需要數量的關注區以 用于成像。備選的方式是，可用程序來識別標準數字X射線圖像中的 關注區并指引X射線源26和準直器24到正確的位置，以自動取得需 要的關注區的雙能量圖像。例如，可用分割程序來識別關注區并指引X射線源26和準直器24進入正確的位置，以取得所需要的關注區的 雙能量圖像。分割程序適用于識別界標(landmark)或可使用解剖圖 譜定位關注區。其他方法也可使用。
35— 在系統20適當地定向之后，取得關注區的雙能量圖像集， 5 如框68所示。用第一能量的X射線取得具有減縮視場的第一圖像。
然后用笫二能量的X射線取得具有減縮視場的第二圖像。 一般在用雙 能量數字X射線成像系統取得圖像時，第二X射線在能量上大于笫一 X射線。這兩個圖像然后組合而產生一個或多個圖像。另外，如上所 述，關注區可在尺寸上大于較窄的視場。在這種情況中，可取得一個 10 或多個連續的或重疊的在多個能量級的區域的圖像然后粘貼在一起 以獲得雙能量或多能量數據集。
36— 雙能量數字X射線成像系統20因為散射而校正雙能量圖 像集中的圖像強度數據，如框70所示。因為是減縮視場，探測器22 的一部分會接收到僅為散射結果的x射線。系統20的所說明的實施
15 例利用散射校正技術來減少由系統20形成的圖像上的散射影響，這 通過識別圖像強度數據48的僅為散射46的產物的區域52，接著用這 些區域中散射的強度來估計圖像強度數據48為主X射線42和散射 46這二者的產物的區域50內的lt射46的強度來實現。該技術在標題 為"Slit Collimator Scatter Correction"的2007年10月3日提交的申
20 請序號為11/866,878的申請中有具體描述，該申請內容通過引用而并 入本文。此外，圖像強度數據48用來形成圖像的唯一區域是圖像強 度數據48為主X射線42和散射46這二者的產物的區域50。在本技 術的該實施例中，通過從圖像強度數據48減去散射強度校正圖像強 度數據48，僅留下為主X射線42的產物的圖像強度數據48。另外，
25可執行有助于從圖像數據集定量地提取數據的其他校正。
37— 然后用經散射校正的圖像強度數據來確定BMD，如框70 所示。另外，可在經散射校正的圖像強度數據上執行除BMD以外的 定量測量。例如，心臟鈣化測量值可根據經lt射校正的圖像強度數據獲得。
38— 減縮視場圖像、BMD和肌理量度可在標準數字X射線圖 像上顯示，此步驟由附圖標記72統一表示。肌理量度與BMD讀數包 括在一起，以提供除從BMD獲得的成分信息之外的結構信息。將肌
5 理量度、BMD信息、具有全視場標準數字X射線圖像以及具有減縮 視場雙能量數字X射線圖像進行組合，能夠使得對骨質疏松癥的治療 更可靠。
39— 另外，存儲全視場圖像、減縮視場圖像、BMD和肌理量 度以用于將來的檢索，如框74所示。這些數據可存儲在雙能量X射
10線成像系統20中，或發送至PACS或類似的歸檔系統。
40— 圖6概略表示由配置成以全視場取得圖像的系統20獲得 的患者髖關節的標準數字X射線圖像，此圖像由附圖標記76統一表 示。標準數字X射線圖像中的所關注骨骼是股骨78和髖骨80。肌理 量度例如任何骨折的長度，可根據此全視場數字X射線圖像76確定。
15 41—圖7概略表示患者臀部的全視場數字X射線圖像76中的
關注區82，以虛線標記。在所說明的實施例中，關注區82是股骨78 的頭部84的一部分。
42— 圖8概略表示在本技術的該實施例中操作員用全視場數字 X射線圖像76將減縮視場圖像窗口 86的位置設于關注區82之上。
20 減縮視場圖像窗口 86用來將雙能量數字X射線成像系統20對準到需 要的方位，以取得減縮視場雙能量數字X射線圖像。雙能量數字X射 線成像系統20隨著對準而縮小視場，并設置X射線源26和準直器 24的位置，以獲得需要的減縮視場雙能量數字X射線圖像。雙能量 數字X射線探測器22保持固定，而X射線源26和準直器24移動進
25 入與^/測器22相對的位置。
43— 圖9概略表示雙能量數字X射線成像系統20可產生減縮 視場雙能量數字X射線圖像，該圖像由附圖標記88統一表示。在此 實施例中，圖像為股骨78的頭部84。如上所述，減縮視場雙能量數字X射線圖像88因散射而被校正，并根據該圖像確定BMD。如上所 述，BMD可覆蓋或注釋于標準數字X射線圖像76或減縮視場雙能量 數字X射線圖像88之上。另外，減縮視場雙能量數字X射線圖像88 可嵌入在全視場數字X射線圖像76中，以占據由圖8中減縮視場圖 5 像窗口 86占據的空間。肌理量度可根據減縮視場雙能量數字X射線 圖像88確定，而不是根據標準數字X射線圖像76。另外，任何肌理 量度，例如骨折長度，可覆蓋或注釋于標準數字X射線圖像76或減 縮視場雙能量數字X射線圖像88之上。
44盡管此處僅示出并描述了本發明的某些特征，但對于本領 10 域技術人員而言，將會有許多修改和變更。因此不難理解，所附的權 利要求書有意覆蓋所有這些歸屬于本發明要旨的修改和變更。
權利要求
1. 一種用于處理圖像數據的計算機實現的方法，包括使用數字X射線成像系統(20)取得(58)具有第一視場的數字X射線圖像(76)；識別(60)所述具有第一視場的數字X射線圖像(76)中的關注區(84)；用重新配置成以第二視場取得數字X射線圖像的所述數字X射線成像系統(20)設置(66)所述數字X射線成像系統(20)的位置以取得所述關注區的圖像，所述第二視場不同于所述第一視場；以及用重新配置成以所述第二視場取得數字X射線圖像的所述數字X射線成像系統(20)取得(68)所述關注區(82)的雙能量數字X射線圖像(88)。
2.如權利要求1所述的用于處理圖像數據的計算機實現的方法，其中用數字X射線成像系統取得(58 )具有笫一視場的數字X射線 圖像(76)包括將設置在所述數字X射線成像系錄的X射線源(26) 上的準直器(24)的狹縫(44)打開到全開位置。
3.如權利要求1所述的用于處理圖像數據的計算機實現的方法，還包括基于所述具有笫一視場的數字X射線圖像(76)確定所關注對象 的定量量度。
4.如權利要求1所述的用于處理圖像數據的計算機實現的方法，其中重新配置所述數字X射線成像系統(20)包括將準直器(24)設 置在X射線源(26)上。
5.如權利要求1所述的用于處理圖像數據的計算機實現的方法，其中用數字X射線成像系統(20)取得(58)具有第一視場的數字X 射線圖像(76)包括用基本上單能量級的X射線取得數字X射線圖像。
6. 如權利要求1所述的用于處理圖像數據的計算機實現的方法，其中所述數字X射線成像系統(20)包括雙能量X射線源(26)、準直器(24)和雙能量數字X射線探測器(22),設置所述數字X射線 成像系統(20)的位置包括將所述雙能量X射線源(26)和所述準直 器(24)相對于所述雙能量數字X射線探測器(22)定向，以將第二 視場設置在所述雙能量數字X射線探測器上的對應于所述具有第一視場的數字X射線圖像(76)的關注區(82)的位置。
7. 如權利要求1所述的用于處理圖像數據的計算機實現的方法， 還包括因為散射而校正(70)所述關注區的所述雙能量數字X射線圖 像(88),其中所述雙能量數字X射線圖像(88)包括具有由主X射 線(42)和散射(46)產生的第一區域(50)和僅由散射產生的第二 區域(52)的圖像強度數據。
8. —種用于獲得數字X射線圖像的計算機實現的方法，包括 用配置成產生具有第一視場的圖像的X射線源(26)取得(58) 第一數字X射線圖像(76);基于所述第一數字X射線圖像(76)中的關注區(82)的位置將 所述X射線源(26)導引(66)到取得關注區圖像的位置；以及用重新配置成產生具有笫二視場的圖像的所述X射線源(26)取 得(68)所述關注區(82)的雙能量數字X射線圖像(88)，所述笫 二視場不同于所述第一視場。
9. 如權利要求8所述的用于獲得數字X射線圖像的計算機實現 的方法，還包括基于所述第一數字X射線圖像(76)計算(62)所關注對象的定量量度。
10.如權利要求8所述的用于獲得數字X射線圖像的計算機實現 的方法，還包括因為散射(46)而校正(70)所述關注區的所述雙能量數字X射 線圖像(88)。
全文摘要
一種圖像導引的定量雙能量數據采集技術，用于在解剖的關注區(82)內確定肌理量度和骨無機物密度(BMD)，其中數字成像系統(20)用于取得帶有寬視場的標準數字X射線圖像(76)；標準數字X射線圖像(76)用于導引成像系統(20)取得關注區的圖像；標準數字X射線圖像(76)用于計算不同的肌理量度，例如骨折的長度；取得關注區的雙能量數字X射線圖像(88)；因為散射(46)而校正雙能量數字X射線圖像(88)；關注區(82)的BMD可根據經散射校正的雙能量數字X射線圖像確定。BMD、肌理量度和/或經散射校正的雙能量X射線圖像可在標準數字X射線圖像(76)上顯示。
文檔編號A61B6/03GK101422371SQ20081016978
公開日2009年5月6日 申請日期2008年10月17日 優先權日2007年10月19日
發明者G·B·阿維納什, J·M·薩博爾, K·N·賈布里, R·F·桑德斯 申請人:通用電氣公司